螺絲是沿著傾斜平面的螺旋結構，是非常高效的機械，已有數百年的歷史。種植體最初的外形設計就是螺絲的形態，可以初步固定在骨組織內，骨結合后進行負荷。螺絲也用來連接基臺和種植體。還可以用螺絲將修復體固定在基臺或種植體上。基臺和修復體螺絲松動是種植修復最常見的并發癥之一。因此，醫生應該了解種植螺絲的機械原理。有報道表明，上頜修復螺絲第一年松動率為6%～20%。修復結構中螺絲通常是最薄弱的環節。任何咬合問題、制作誤差或應力可能導致咬合時修復體的晃動，螺絲是最薄弱或受力最大的位置，往往發生松動或折斷。咬合面的螺絲通道導致崩瓷的風險增高。Nissan等的研究表明，平均負荷5年后，螺絲固位修復體崩瓷率為38%，粘接固位修復體崩瓷率為4%。

螺絲是高效的力放大器。一個20 Ncm的力矩加載到螺絲上，可以移動平臺上的兩列火車。有幾個因素可能與螺絲松動的風險相關，主要因素是預負荷。另外，還包括零件匹配度，基臺-種植體連接的高度（或深度）和平臺直徑。施加在螺絲上的扭矩會同時影響螺紋和螺絲頭的壓力。施加在螺絲上的力矩也會在螺絲的陽性部件內產生拉力。扭力產生的壓力和拉力通過螺絲部件的斜面而放大（圖1）。當扭矩足夠大時，螺絲在拉力的作用下延長。螺絲的應變也與扭矩的大小直接相關。力越大，應變越大。扭力過大時， 引起材料的可塑性喪失或永久形變。此時螺絲無法取出，再加力時折斷。也就是說，過大的扭力導致螺絲折斷或螺紋分離。推薦的預負荷扭矩是螺絲發生永久形變受力的75%，以保證螺絲連接的安全。

加載到螺絲的預負荷應該是持續的，而且足以引起螺絲螺紋的形變。最開始的螺絲系統，如Nobel系統（1980-1990年），只是采用手動螺絲刀旋緊螺絲，無法達到足夠的扭矩。根據Misch的研究，136名牙醫用手動螺絲刀，平均只產生11 Ncm的扭矩，范圍為5～21 Ncm。所以基臺螺絲松動在那個時期的發生率高達50%。20世紀90年代早期，醫生開始采用扭力矩扳手獲得足夠的夾緊力。扭矩扳手利用杠桿力。扳手的杠桿可以使扭矩放大到100 Ncm，超越材料彈性的極限。因此，扳手都有一個安全值限制。扳手產生的高扭矩會旋緊螺絲。這種方法使螺絲松動在第一年的發生率小于16%。扭矩扳手應該可以獲得一致的扭力。但是有研究表明，經過反復高溫高壓消毒后，扳手會發生腐蝕，使得扭矩偏大。因此，扳手消毒時應處于松開的狀態，醫生使用扳手前要確保各配件沒有在鎖死的位置（圖2）。種植體公司及制造商應定期對扭矩扳手進行校準。

醫生在旋緊螺絲時還要注意，旋緊的扭力會傳遞至種植體-骨界面（圖3）。骨組織對剪切力的抵抗較弱，只有垂直受力的65%。這與種植體的設計、表面處理和骨密度相關。骨質偏軟的情況下，能承受的扭矩小于20Ncm。因此，推薦采用對抗扭矩的旋緊螺絲方式。由于螺絲和種植體部件之間的摩擦，逐漸會降低夾緊力。因此，每隔幾年可以重新旋緊螺絲，特別是有過大咬合力的患者。

為了減少臨床并發癥，可通過改進螺絲設計增加預負荷，減少旋入扭矩因摩擦力而損失。螺絲頭直徑大于螺絲，可以是平頭或為斜面。在牙科領域之外，螺絲頭為30～45°的錐度，幫助在有加工誤差的情況下，有助于把不同組件固定在一起。螺絲鎖緊就位時，螺絲頭的斜面可以抵消組件間的誤差。螺絲頭斜面減少了夾緊力，降低了螺紋的拉力。大部分的力加載到了螺絲上而不是螺絲固定的部件之間。如果以20 Ncm的扭矩旋緊螺絲，15 Ncm的扭矩分散到螺絲斜面，5 Ncm的扭矩加載到螺紋上。種植修復使用的螺絲應盡量避免帶斜面的螺絲，應使用平頭螺絲。

金屬成分是另一個影響螺絲特性的因素。主要會影響螺絲加載預負荷后的應變量，以及發生折斷的點，從而決定了安全的預負荷范圍。當其他因素類似的時候，螺絲的材料和屈服強度差異巨大（金螺絲12.4 N， 鈦螺絲83.8 N）。螺絲材料不同，修復螺絲的折斷扭矩在16.5 Ncm -40 Ncm之間。關于螺絲表面性質的爭論呈兩極化。有學者認為：粗糙表面可以幫助螺絲獲得更大的摩擦力從而降低螺絲松動的風險；另一部分學者倡導使用減少摩擦力的表面涂層可以增加預負荷，認為這是一種增加螺絲夾緊力的有效方法。螺絲直徑主要影響螺絲在發生形變前被加載的預負荷。螺絲直徑越大，用于旋緊螺絲的預負荷可以更大，這樣可獲得更大夾緊力。不同種植系統的基臺螺絲尺寸都很相似；但印模帽和修復螺絲直徑往往小于基臺螺絲（材質也可能不同）。材料的強度與直徑的四次方呈正相關。所以，直徑減半的螺絲強度變為1/16。